Method Article

Kwantitatieve MRI van endotheliale permeabiliteit en (dys)functie bij atherosclerose

DOI:

10.3791/62724

⸱

December 17th, 2021

 ,  ,  ,  , 
1School of Biomedical Engineering and Imaging Sciences, King’s College London, 2BHF Centre of Excellence, Cardiovascular Division, King’s College London, 3Biochemistry and Molecular Biology Department, School of Chemistry, Complutense University, 4Radiology Department, School of Medicine, Pontificia Universidad Católica de Chile, 5ANID - Millennium Science Initiative Program - Millennium Nucleus for Cardiovascular Magnetic Resonance, 6Academic Department of Vascular Surgery, Cardiovascular Division, King’s College London, 7Wellcome Trust and EPSRC Medical Engineering Center, King’s College London, 8Escuela de Ingeniería, Universidad Católica de Chile

In This Article

Summary

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

We hebben een nauwkeurige, niet-invasieve en gebruiksvriendelijke methode ontwikkeld om de endotheliale permeabiliteit en disfunctie in de slagaders te kwantificeren met behulp van Magnetic Resonance Imaging (MRI), genaamd qMETRIC. Deze techniek maakt het mogelijk om vasculaire schade en cardiovasculair risico geassocieerd met atherosclerose in preklinische modellen en bij mensen te beoordelen.

Abstract

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Hart- en vaatziekten zijn wereldwijd de belangrijkste doodsoorzaken. Een permeabel/lekkend en disfunctioneel endotheel wordt beschouwd als de vroegste marker van vasculaire schade en wordt verondersteld atherosclerose te veroorzaken. Een methode om deze veranderingen in vivo te identificeren zou wenselijk zijn in de kliniek. Op magnetische resonantie beeldvorming (MRI) gebaseerde instrumenten en andere technologieën hebben een diepgaand begrip mogelijk gemaakt van de rol van het endotheel bij hart- en vaatziekten en het risico in vivo. Er is echter behoefte aan reproduceerbare en eenvoudige benaderingen voor het extraheren van kwantificeerbare gegevens die een weerspiegeling zijn van endotheelschade uit een enkel beeldvormingsonderzoek. Er werd een niet-invasieve, eenvoudig te implementeren en kwantitatieve MRI-workflow ontwikkeld om beelden te verkrijgen en te analyseren die de kwantificering mogelijk maken van twee beeldvormende biomarkers van arteriële endotheelschade (lekkage/permeabiliteit en disfunctie). Hier beschrijft het protocol de toepassing van deze methode in de brachiocephalische slagader van atherosclerotische ApoE-/- muizen met behulp van een klinische MRI-scanner. Eerst worden late gadoliniumversterking (LGE) en Modified Look-Locker Inversion Recovery (MOLLI) T1-mappingprotocollen beschreven om endotheellekkage te kwantificeren met behulp van een albuminebindende sonde. Ten tweede worden anatomische en kwantitatieve bloedstroomsequenties beschreven om endotheliale disfunctie als reactie op acetylcholine te meten. Belangrijk is dat de hier beschreven methode het mogelijk maakt om 3D-beelden met een hoge ruimtelijke resolutie te verkrijgen met een grote volumetrische dekking, waardoor een nauwkeurige segmentatie van vatwandstructuren mogelijk is om de variabiliteit tussen en binnen de waarnemer te verbeteren en de betrouwbaarheid en reproduceerbaarheid te vergroten. Bovendien biedt het kwantitatieve gegevens zonder de noodzaak van een hoge temporele resolutie voor complexe kinetische modellering, waardoor het modelonafhankelijk is en zelfs beeldvorming van zeer mobiele bloedvaten (kransslagaders) mogelijk is. Daarom vereenvoudigt en versnelt de aanpak de gegevensanalyse. Ten slotte kan deze methode op verschillende scanners worden geïmplementeerd, kan het worden uitgebreid om verschillende arteriële bedden in beeld te brengen en is het klinisch toepasbaar voor gebruik bij mensen. Deze methode kan worden gebruikt om patiënten met atherosclerose te diagnosticeren en te behandelen door een precisiegeneeskundebenadering te hanteren.

Introduction

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Hart- en vaatziekten blijven wereldwijd de belangrijkste oorzaak van sterfte en morbiditeit, goed voor bijna een derde van desterfgevallen1, en de oorzaak van levenslange handicaps die hoge financiële kosten met zich meebrengen voor de gezondheidszorgstelsels1. Bij HVZ's worden ischemische hartziekten en beroertes voornamelijk veroorzaakt door atherosclerotische plaques. Atherosclerose is een multifactoriële ziekte; Een veelvoorkomend kenmerk is echter vroege beschadiging van de vasculaire endotheelcellen die leiden tot de vorming, progressie en uiteindelijke complicaties van atherosclerose. Een intact vasculair endotheel heeft fundamentele vasculo-beschermende eigenschappen2. Het endotheel reguleert de vasculaire permeabiliteit door de translocatie van cellen en moleculen tussen de systemische circulatie en de vaatwand te regelen; regelt de vasculaire tonus door de productie van vaatverwijders (bijv. stikstofmonoxide, prostacycline) en vasoconstrictoren (bijv. endotheline-1, angiotensine II) in evenwicht te brengen; En heeft ook antistollingseigenschappen. Zowel de functie als de permeabiliteit van de endotheelcellen kunnen echter verslechteren in de aanwezigheid van cardiovasculaire risicofactoren (bijv. roken, hoog cholesterolgehalte, diabetes, systemische ontsteking, oxidatieve stress) en door hemodynamische patronen van de bloedstroom. Een disfunctioneel endotheel heeft de vaatverwijding als reactie op stressoren verminderd, waardoor de arteriële stijfheid toeneemt. Bovendien heeft een permeabel/lekkend endotheel de nauwe openingen tussen aangrenzende cellen 3,4,5,6,7 verbreed. Een dergelijke verandering treedt zowel op het luminale endotheel als op nieuw gevormde plaque-microvaten die fragiel, lekkend en dysmorf lijken8. Permeabele endotheelcellen fungeren als toegangspunten voor plasma-gedragen moleculen en cellen, waardoor het risico op hart- en vaatziekten wordt verergerd.

Voortbouwend op deze kennis is in de afgelopen 15 jaar endotheliale permeabiliteit en functie naar voren gekomen als een veelbelovend beeldvormend en therapeutisch doelwit om proefpersonen met een risico op hart- en vaatziekten beter te diagnosticeren en om de effecten van bekende of nieuwe geneesmiddelen te beoordelen. Directe en kwantitatieve beeldvorming van de endotheelfunctie is echter beperkt 9,10,11,12. Momenteel is een groot deel van de interpretatie van de endotheelfunctie in vivo gebaseerd op studies naar endotheelafhankelijke dilatatie (FMD) in perifere bloedvaten waarvan de functie bescheiden correleert met de belasting van atherosclerose in vaatbedden die klinische gebeurtenissen veroorzaken 13,14,15. Slechts een beperkt aantal beeldvormende onderzoeken heeft een direct verband aangetoond tussen endotheliale disfunctie en atheroscleroselast in vivo 9,10,11,12. Omgekeerd hebben meer toegankelijke MRI-gebaseerde benaderingen beeldvorming van de endotheliale permeabiliteit op grotere schaal mogelijk gemaakt. Het gebruik van het percentage vaatwandsignaalverbetering na toediening van MRI-gadoliniummiddelen heeft een semi-kwantitatieve meting van de endotheelpermeabiliteitopgeleverd 16,17. Later heeft de ontwikkeling van dynamische contrastversterkte (DCE) protocollen een verbeterde en meer kwantitatieve meting van vasculaire endotheliale permeabiliteit mogelijk gemaakt. Kwantitatieve parameters zoals de contrastextravasatiesnelheid (Ktrans) en het microvasculaire volume (Vρ) afgeleid van kinetische modellering of het gebied onder de curve (AUC), opwaartse helling, tijd tot piek en piekconcentratie geëxtraheerd uit niet-gemodelleerde methoden correleerden niet alleen met endotheliale permeabiliteit, maar ook met plaquevasculariteit 18,19,20. De toepassing van vasculaire DCE blijft echter een uitdaging ondanks aanzienlijke technische vooruitgang omdat: (i) het zowel een hoge ruimtelijke (0,5-0,7 mm2) als temporele resolutie21 vereist voor een nauwkeurige afbakening van de vaatwand. Het bemonsteren van de concentratie contrastmiddel in het bloed om de arteriële inputfunctie te berekenen, vereist ook kinetische modellering, wat leidt tot een afweging tussen het beperken van de anatomische dekking22,23 om temporele resolutie te krijgen of vice versa24,25; (ii) gegevensanalyse kan complexe farmacokinetische modellering vereisen (bijv. Patlak vs. Tofts); (iii) Biedt een beperkte beeldkwaliteit, slechte reproduceerbaarheid van scans en een gemiddelde variabiliteit tussen waarnemers en binnen de waarnemers26,27. Daarom is er nog steeds behoefte aan reproduceerbare en eenvoudige benaderingen voor het extraheren van directe en kwantificeerbare gegevens over endotheliale permeabiliteit en (dys)functie uit enkelvoudige beeldvormende studies die een beter klinisch nut zouden kunnen hebben.

Hier hebben we een niet-invasieve, eenvoudig te implementeren en kwantitatieve MRI ontwikkeld om beelden te verkrijgen en te analyseren die directe kwantificering van twee markers van arteriële endotheelschade (lekkage/permeabiliteit en disfunctie) mogelijk maken met behulp van preklinische modellen van atherosclerose in een enkele scan. De methode wordt Quantitatief MRI van EndoThelial peRmeabIlity and dysfunctionCtion (qMETRIC) genoemd. Het omvat de verwerving van late gadoliniumversterking (LGE) en Modified Look-Locker Inversion Recovery (MOLLI) T1-mappingprotocollen om endotheellekkage te kwantificeren, na toediening van een intravasculaire albuminebindende sonde; en verwerving van anatomische en kwantitatieve bloedstroomsequenties om endotheeldisfunctie te meten, als reactie op een acetylcholinebolus. We hebben aangetoond dat qMETRIC nauwkeurig detecteert: de ernst van atherosclerose en het risico op complicaties; reacties op de behandeling; en kan worden aangepast voor gebruik bij patiënten 5,6,7. Belangrijk is dat de hier beschreven methode het mogelijk maakt om beelden met een hoge ruimtelijke resolutie te verkrijgen om een nauwkeurige segmentatie van de vaatwand mogelijk te maken om inter/intra-observer bias te minimaliseren en om de betrouwbaarheid en reproduceerbaarheid te vergroten met een grote anatomische dekking. Ten slotte kan deze methode worden aangepast voor gebruik op verschillende scanners en kan deze worden uitgebreid om verschillende arteriële bedden in beeld te brengen (zelfs kransslagaders28). De eenvoudige workflow maakt deze aanpak toegankelijker voor de cardiovasculaire beeldvormingsgemeenschap.

Protocol

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Alle onderdelen van deze studie werden uitgevoerd in overeenstemming met de UK Animals (Scientific Procedures) Act, 1986, en met de goedkeuring van het King's College London Ethical Review Panel.

De experimentele workflow is samengevat in figuur 1.

1. Voorbereiding van dieren

  1. Induceer atherosclerose door ApoE-/- muizen gedurende maximaal 12 weken een vetrijk dieet te geven met gemiddeld 21% vet uit reuzel en 0,15% (wt/wt) cholesterol.
  2. Vul een insulinespuit met een naald van 29 G met het juiste volume van het contrastmiddel (gadofosveset trisordium) om een dosis van 0,03 mmol/kg te verkrijgen. Houd het injectievolume tussen 50-150 μl.
  3. Plaats de kooi op een verwarmingskussen dat is ingesteld op 37 °C om het dier voor te verwarmen en de lichaamstemperatuur op peil te houden.
  4. Induceer anesthesie door de muis in een inductiebox te plaatsen die is bekleed met absorberende tissues. Stel de flowmeter in op 3%-5% isofluraan bij 1 l/min O2 gedurende ongeveer 3-5 minuten.
    NOTITIE: Zorg voor de juiste anesthesiediepte door de vertragende ademhalingsfrequentie te identificeren, die moet afnemen tot minder dan 70 ademhalingen per minuut (bpm).
  5. Bevestig de anesthesie met behulp van de teenknijpmethode (d.w.z. verlies van terugtrekkingsreflex door teenknijp). Breng het dier over naar een houder en steek de neus in een neuskegel. Plaats de houder op een verwarmingskussen om de lichaamstemperatuur van de dieren op peil te houden.
  6. Handhaaf de anesthesie, toegediend via de neus, door de anesthesieluchtstroom in de houder in te stellen op 1%-2% isofluraan bij 1 l/min Ø2.
  7. Breng dierenartszalf aan op de ogen van het dier om uitdroging onder narcose te voorkomen.
  8. Leg het dier op zijn buik of op zijn zij en maak de staart schoon met een alcoholdoekje. Zoek een van de twee staartaders. Warm de staart eventueel op met een UV-lamp om de staartaders beter zichtbaar te maken.
  9. Steek de 29 G insulinenaald evenwijdig aan de ader met de schuine kant van de naald naar boven. Injecteer voorzichtig het volume van de voorgevulde spuit met gadofosvesettrinatrium. Zorg ervoor dat er geen bloeding optreedt op de injectieplaats na het terugtrekken van de naald.
  10. Wacht 30 s totdat gadofosveset is gecirculeerd en breng de muis vervolgens over naar het MRI-bed.

2. Voorbereiding van de MRI-scanner (zie figuur 1)

  1. Bedek de MRI-tafel met absorberende tissues.
  2. Plaats de MRI-ontvangstspoel met enkele lus op het MRI-bed. Gebruik een platform om de ontvangerspoel omhoog te brengen en vermijd direct contact tussen de ontvangstspoel en de MRI-tafel.
  3. Bevestig de spoel aan het platform met behulp van chirurgische tape.
  4. Plaats en bevestig de slang die is aangesloten op een circulerende warmtepomp rond de batterij en stel deze in op 37 °C om de lichaamstemperatuur van het dier tijdens de beeldvorming op peil te houden.
  5. Plaats de anesthesietoedieningsslang in de boring van de MRI-scanner en plak deze zo af dat de neuskegel de punt van de ontvangstspoel bereikt waar de kop van het dier zal worden geplaatst.
  6. Schakel de camera in de boring in om het dier vanuit de consolekamer in de gaten te houden.
  7. Gebruik in de MRI-consoleruimte de software-interface om een nieuw onderzoek voor het dier (patiënt) te starten.

3. Positionering van de dieren in de MRI-scanner en monitoring (zie figuur 2)

  1. Breng het verdoofde dier over naar de scannerruimte. Plaats de muis in buikligging op de ontvangerspoel en zorg ervoor dat de snuit in de neuskegel past om de verdoving te behouden. Draai de anesthesieluchtstroom naar 1%-1,5% isofluraan bij 1 l/min O2.
  2. Zorg ervoor dat het dier op de MRI-spoel wordt geplaatst met het hart en de nek in het midden van de ontvangerspoel.
  3. Bevestig de neus van de muis met tape in de neuskegel, de buik en de staart van de muis op het platform.
  4. Plaats vier elektroden op de voorste en achterpoten en zorg ervoor dat de palm van de tenen volledig open is om het elektrocardiogram (ECG) op te nemen. Gebruik geleidende ECG-gel op de poten van de muis voordat u de ECG-pads bevestigt om de geleidbaarheid te verbeteren.
  5. Zorg ervoor dat u tape gebruikt om de elektroden stevig op het platform te bevestigen.
  6. Lijn de laser van het scannerbed uit met de basis (proximaal uiteinde) van het hart; Gebruik het sleutelbeen en de voorste pootlijn als oriëntatiepunt. Plaats het dier in het isocentrum van de magneet met behulp van een automatische MR-tafel.

4. Planning en acquisitie van MRI-beelden

  1. Start een scoutscan om de standaard kalibraties voor het MRI-systeem uit te voeren.
  2. Stel de bewakingsapparatuur in om de R-golf van het ECG te detecteren. Pas de drempels aan voor elke muis en binnen beeldvormingssessies, zodat er een betrouwbare triggering is.
    OPMERKING: De hartfrequentie van de muis onder diepe verdoving varieert meestal tussen 400-600 slagen per minuut (bpm).
  3. Verkrijg een 3D-gradiënt-echoscan (GRE) om multiplanaire pilootbeelden (scoutbeelden) te krijgen om de rest van de scans te plannen (zie tabel 1 voor de MRI-acquisitieparameters en figuur 3 voor planning).
  4. Identificeer het hart op de verkennersbeelden, met name op de coronale weergave, het gemakkelijkst aan de hand van de stroomartefacten.
    OPMERKING: Als uit de afbeeldingen blijkt dat de muis niet goed gecentreerd is over de spoel of het isocentrum, trekt u het bed in en herhaalt u de positionering.
  5. Plan een 3D-contrastversterkte MR-angiografie (MRA)-scan (zie Tabel 1 voor de scan voor de MRI-acquisitieparameters en Figuur 3 voor planning) in een transversaal vlak dat zich uitstrekt van de basis van het hart naar de nek en halsslagaders met een gezichtsveld van 8 mm (FOV).
  6. Gebruik de projectiebeelden met maximale intensiteit (MIP) om de aortaboog, brachiocephalische en halsslagaders te visualiseren en plan de daaropvolgende late gadoliniumversterking (LGE), T1-mapping en cinescans (zie figuur 3 voor representatieve beelden).
    OPMERKING: Als het niveau van het beeldvolume niet correct is, herhaalt u de acquisitie door de plakjes proximaal of distaal te verplaatsen.
  7. MRI-beeldacquisitie om de endotheliale permeabiliteit te meten.
    1. Gebruik de eerder verkregen MIP- en transversale MRA-beelden om een enkele slice 2D-Look-Locker (LL)-acquisitie loodrecht op de stijgende aorta of halsslagaders te plannen (zie Tabel 1 voor scan voor de MRI-acquisitieparameters en Figuur 3 voor representatieve beelden).
    2. Stel de hartslag in op 60 bpm bij gebruik van een gesimuleerd ECG-signaal of stel een blanking-periode in om ervoor te zorgen dat de inversieherstelpuls tussen de volgende inversieherstelpulsen 1000 ms is bij gebruik van het opgenomen ECG-signaal.
    3. Gebruik de Look-Locker-afbeeldingen om de optimale inversietijd (TI) te bepalen voor het uitschakelen van het bloedsignaal die nodig is voor de LGE-scan.
    4. LGE-beeldvorming: Na 20-30 minuten injectie van gadofosveset en onmiddellijk na de LL-scan (beschreven in stap 4.7.1-4.7.3) maak je een LGE-scan met behulp van een inversie-herstel 3D snelle gradiënt-echosequentie (zie Tabel 1 voor de MRI-acquisitieparameters en Figuur 3 voor representatieve beelden).
    5. Plan een transversale 3D fast gradiënt echo LGE-scan om de basis van het hart te bedekken (inclusief een deel van de aortawortel), de brachiocephalische slagader (tussen de aortawortel en de subclavia-bifurcatie) en een deel van de halsslagaders met een gezichtsveld (FOV) van 8 mm in de voet-koprichting met behulp van dezelfde geometrie als voor de MRA hierboven (zie figuur 3 voor representatieve beelden).
    6. Stel de hartslag in op 60 slagen per minuut bij gebruik van een gesimuleerd ECG-signaal, of stel een blanking-periode in om ervoor te zorgen dat opeenvolgende inversieherstelpulsen elke 1000 ms optreden voor de LGE-scan bij gebruik van het opgenomen ECG-signaal (zoals bij stap 4.7.2 hierboven).
      OPMERKING: Dit is belangrijk voor een consistent en hartslagonafhankelijk herstel van de magnetisatie tussen opeenvolgende inversieherstelpulsen.
    7. Plaats de T1 verkregen uit de Look-Locker in de LGE-reeks onder Contrast > Inversievertraging.
    8. T1-mappingbeeldvorming: Gebruik een 3D snelle gradiënt-echo-acquisitie om transversale T1-mappingbeelden te verkrijgen 45 minuten na injectie van gadofosveset. Plan de sequentie in dezelfde oriëntatie en geometrie als de LGE-scan hierboven (zie Tabel 1 voor de MRI-acquisitieparameters en Figuur 3 voor representatieve beelden).
    9. Stel de hartslag in op 120 slagen per minuut bij gebruik van een gesimuleerd ECG, of stel een blanking-periode in om ervoor te zorgen dat de inversieherstelpuls tussen de twee beeldvormingstreinen elke 500 ms plaatsvindt bij gebruik van het geregistreerde ECG-spoor.
      OPMERKING: De T1-mappingsequentie maakt gebruik van twee niet-selectieve inversiepulsen met inversietijden tussen 20-2000 ms, gevolgd door acht gesegmenteerde uitlezingen voor acht afzonderlijke afbeeldingen. De combinatie van de twee beeldvormingsroutes resulteert in een totaal van zestien beelden per plak met verschillende inversietijden. De beelden worden automatisch gereconstrueerd op de scanner met behulp van een fit-model met drie parameters. De vergelijkingen die worden gebruikt om de parametrische kaarten van T1 te genereren zijn:
      figure-protocol-1
      figure-protocol-2
  8. MRI-beeldacquisitie om de endotheelfunctie te meten
    1. Bereid een oplossing van verdunde acetylcholine in zoutoplossing. Vul een insulinespuit met een naald van 29 g met de juiste hoeveelheid oplossing om te bereiken (16,6 mg/kg). Houd het injectievolume tussen 50-150 μl.
    2. Plaats met behulp van de transversale MRA en bijbehorende MIP-beelden een transversale plak over de brachiocephalische slagader, tussen de aortawortel en de subclavia-bifurcatie (Figuur 3 voor representatieve beelden).
    3. Gebruik een transversale 2D-gradiëntecho (GRE) met retrospectieve ECG-gating om tijdelijk opgeloste cinebeelden van de brachiocephalische slagader te verkrijgen (zie Tabel 1 voor de MRI-acquisitieparameters, Figuur 3 voor representatieve beelden).
    4. Pas het aantal maximale hartfasen aan de hartslag van elk dier aan.
      OPMERKING: Doorgaans zorgen 14 hartfasen voor voldoende temporele resolutie.
    5. Nadat u de basislijnbeelden hebt verkregen, gaat u de MRI-scannerruimte binnen. Terwijl de muis in de scanner wordt verdoofd, injecteert u voorzichtig acetylcholine intraperitoneaal (IP). Beweeg de muis niet op de spoel.
    6. Wacht 6-10 minuten totdat de hartslag is gestabiliseerd en herhaal de acquisitie.
    7. Aan het einde van de beeldvormingsprocedure plaatst u de muis terug in zijn kooi en plaatst u de kooi op een verwarmingskussen voor herstel.
      OPMERKING: Muizen worden hersteld wanneer ze weer voldoende bewustzijn krijgen om sternaal liggen te behouden.
    8. Exporteer de verkregen beelden in een DICOM-formaat (Digital Imaging and Communications in Medicine) en gebruik een open-platform beeldanalysesoftware.

5. MRI-segmentatie en data-analyse (zie figuur 4)

  1. Sleep de Dicom-bestanden naar de database van een open-platformsoftware om alle afbeeldingen te laden.
  2. Gebruik de LGE-beelden om de contrastopname in de vaatwand te visualiseren en bereken het gebied van verbetering als een surrogaatmarker van endotheelcellekkage.
  3. Selecteer zowel de MRA- als de inversieherstelscans. Druk op Enter om deze afbeeldingen naast elkaar te laden. Klik op het kleine pictogram naast de scannaam en sleep de MRA-afbeeldingen naar de LGE-afbeeldingen.
  4. Selecteer de optie Re-sample om de MRA-afbeeldingen opnieuw te segmenteren met behulp van de LGE-afbeeldingen als referentie om rekening te houden met verschillen in plakdikte.
  5. Klik op het kleine pictogram naast de scannaam. Sleep de LGE-afbeeldingen naar de MRA-afbeeldingen (zoals in stap 5.4 hierboven). Kies in het menu Image Fusion om de LGE- en MRA-afbeeldingen over elkaar heen te leggen.
  6. Klik op de werkbalk op 2D Viewer en kies vervolgens Paneel 3D-positie. Gebruik de knoppen om handmatig te corrigeren voor verschuivingen in het vlak om rekening te houden met mogelijke kleine verplaatsingen als gevolg van de ademhaling van dieren.
  7. Gebruik de tool Gesloten veelhoek op de werkbalk om het visueel verbeterde segment van de scheepswand handmatig te segmenteren. Gebruik de co-geregistreerde MRA- en LGE-beelden om de segmentatie te begeleiden.
  8. Segmenteer alle LGE-beelden die de brachiocephalische slagader omvatten.
    OPMERKING: Als de verbetering van de vaatwand een diffuus of fragmentarisch uiterlijk heeft, segmenteer deze dan afzonderlijk in elke plak.
  9. Klik op de knop Plug-ins in de werkbalk en kies ROI-tools en vervolgens ROI's exporteren om het gesegmenteerde gebied (mm2) voor elke interesseregio (ROI) in een spreadsheet te exporteren.
  10. Tel de oppervlakte van elke plak op om het totale gebied van versterking in de brachiocephalische slagader in de spreadsheet te berekenen.
    OPMERKING: Het totale oppervlak van versterking kan worden gebruikt als een kwantitatieve marker van endotheliale permeabiliteit.
  11. Gebruik de T1-kaarten die automatisch worden gegenereerd op de MRI-scannercomputer om de gemiddelde T1-waarde van de vaatwand te berekenen die de hoeveelheid opname van gadofosveset in de vaatwand weerspiegelt - dit is een andere kwantitatieve marker van endotheliale permeabiliteit.
  12. Laad de MRA- en T1-kaartafbeeldingen en volg een vergelijkbare aanpak als hierboven beschreven (stappen 5.3-5.9) om de vaatwand te segmenteren en de T1-waarden (ms) te extraheren.
  13. Keer in een werkblad de T1-waarden om en vermenigvuldig met 1000 om de relaxatietijd R1 = 1/T1 in seconden te berekenen. Bereken de gemiddelde R1 voor alle plakjes die de brachiocephalische slagader bij elk dier bedekken.
  14. Laad de fasecontrastangiografiebeelden en snelheidskaarten om respectievelijk de veranderingen in het gebied van het bloedvat en de bloedstroomsnelheid tijdens de hartcyclus te berekenen.
  15. Segmenteer zowel de beelden die voor als na injectie van acetylcholine zijn verkregen om endotheelafhankelijke vasoreactiviteit te berekenen, een surrogaatmarker van endotheliale (dys)functie.
  16. Gebruik de semi-geautomatiseerde tool voor het groeigebied die beschikbaar is op het tabblad ROI of gebruik de optie Gesloten veelhoek die beschikbaar is in de werkbalk (zoals beschreven in stap 5.7) om het lumengebied (mm2) van de brachiocephalische slagader in de angiografiebeelden te segmenteren.
    OPMERKING: De semi-geautomatiseerde tool maakt gebruik van pixeldrempels om pixels die de bloedpool omvatten te clusteren op basis van hun signaalintensiteit.
  17. Gebruik de tool Polygoon sluiten om de bijbehorende kaarten met bloedstroomsnelheid te segmenteren om de bloedstroomsnelheid (cm/s) te berekenen.
  18. Exporteer het lumengebied (mm2) en de bloedstroomsnelheid (cm/s) in een spreadsheet (zoals beschreven in stap 5.9) en identificeer de diastolische (maximale oppervlakte) en eindsystolische (minimale oppervlakte) hartfasen.
  19. Gebruik de spreadsheet in tabelvorm om de endotheelafhankelijke vasodilatatie te berekenen (bereken de procentuele verandering in het einddiastolische (ED) lumengebied en de bloedstroomsnelheid voor en na injectie van acetylcholine). Gebruik de volgende formules:
    gebied veranderen= figure-protocol-3
    Verandering van debiet= figure-protocol-4
  20. Maak voor elk dier een tabel van de overeenkomstige gegevens die zijn afgeleid van de LGE-beelden, T1-kaarten en de acetylcholinetest in statistische software voor analyse.

Results

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

In dit rapport wordt de toepassing van een Quantitatieve MRI-methode gedemonstreerd voor het meten van EndoThelialepe Rmeting en (dys)functieCtie (qMETRIC) in de brachiocephalische slagader van atherosclerotische ApoE-/- muizen. Deze methode levert directe en kwantificeerbare gegevens op van twee markers van endotheelschade - permeabiliteit en (dys)functie, die kunnen worden geëxtraheerd uit in vivo vaatwandscans die binnen een enkele beeldvormingssessie zijn verkregen. Ten eerste worden LGE gebruikt om de oppervlakte van de vaatwandversterking te meten (mm3), en T1 (of R1) kaarten worden gebruikt om de relaxatiesnelheid van de vaatwand (s-1) te kwantificeren na toediening van gadofosveset, beide surrogaatmarkers van permeabiliteit (zie figuur 5 voor representatieve resultaten). De ontspanningssnelheid van de vaatwand R1 varieerde van 2,42 s-1 ± 0,35 s-1 tot 3,45 s-1 ± 0,54 s-1 tot 3,83 s-1 ± 0,52 s-1 na respectievelijk 4 weken, 8 weken en 12 weken van een vetrijk dieet. Omgekeerd vertoonden wild-type (R1 = 2,15 ± 0,34 s-1) en met statines behandelde ApoE-/- (R1 = 3,0 ± 0,65 s-1) muizen minder verbetering. Bij ApoE-/- muizen die tot 12 maanden lang werden gevoed met een vetrijk dieet, toont de studie met histologische analyse, Evans Blue-kleurstof en elektronenmicroscopie aan dat de endotheliale permeabiliteit toeneemt tijdens de progressie van atherosclerose, wat in overeenstemming was met een verhoogd LGE-vaatwandvolume, een verhoogde verandering in de R1-relaxiviteit van de vaatwand en paradoxale vasoconstrictie na acetylcholine-injectie5. Omgekeerd verminderden statines en andere endotheelgerichte behandelingen de endotheelpermeabiliteit en de plaquegrootte, wat tot uiting kwam in een kleiner LGE-volume, lagere R1-waarden 5,7 en verbeterde vasodilatatie. Mechanistisch gezien bindt gadofosveset reversibel aan serumalbumine. Dit resulteert in een 5-6-voudige toename van de T1-relaxiviteit van de sonde29, waardoor deze met hoge gevoeligheid door MRI kan worden gedetecteerd. Hier toont de studie aan dat gebonden aan albumine, de opname van de sonde endotheliale lekkage weerspiegelt omdat deze correleert met de opname van Evan's blauwe kleurstof - een gouden standaard ex vivo methode voor het kwantificeren van endotheellekkage (Figuur 5) - en bredere tight gap junctions5. Ten tweede wordt een eenvoudige test gedemonstreerd om de endotheliale (dys)functie te meten, als reactie op acetylcholine. In controlevaten veroorzaakt acetylcholine endotheelafhankelijke vasculaire relaxatie, wat leidt tot een verhoogd arterieel gebied/volume en bloedstroom. Om de endotheliale (dys)functie te meten, werden ECG-getriggerde angiografiebeelden gebruikt die voor en na toediening van acetylcholine waren verkregen. De studie berekent de verandering in het einddiastolische gebied (of volume) van het vaatlumen voor en na de toediening van acetylcholine. Er werd vastgesteld dat, in tegenstelling tot normale bloedvaten die vasodiwijd als reactie op acetylcholine, atherosclerotische vaten een verminderde endotheelafhankelijke vaatverwijdende functie vertonen die zich manifesteert als een verminderde verandering in het vaatoppervlak (of volume) of zelfs paradoxale vasoconstrictie van het vat (Figuur 5). Interessant is dat statinebehandeling de vaatverwijdende eigenschappen van het endotheel verbeterde13.

figure-results-1
Figuur 1: Workflow om endotheliale permeabiliteit en (dys)functie in beeld te brengen bij atherosclerotische muizen. (A-B) Muizen worden eerst verdoofd en vervolgens geïnjecteerd met het albuminecontrastmiddel. (C) Muizen worden vervolgens overgebracht naar een MRI-spoel, waar ECG-pads worden gebruikt om de hartactiviteit te controleren. (D-E) MRI-beelden worden verkregen om de endotheliale permeabiliteit en (dys)functie te kwantificeren die vervolgens worden geanalyseerd met behulp van een open-platform software (gemaakt met BioRender.com). Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-2
Figuur 2: Positionering van dieren en ECG-monitoring om endotheliale permeabiliteit en (dys)functie in beeld te brengen met behulp van een klinische 3 Tesla MRI-scanner. (A-B) Het dier wordt in buikligging op een oppervlaktespoel geplaatst en onder narcose gehouden met behulp van inhaleerbaar isofluraan. Zandzakken worden gebruikt om het beeldvormingsplatform te stabiliseren. (C-D) ECG-pads worden op de poten geplaatst en aangesloten op een klinische ECG-module om de hartactiviteit te registreren. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-3
Figuur 3: MRI-planning en -verwerving van beelden om de endotheliale permeabiliteit en (dys)functie in de brachiocephalische slagader van atherosclerotische muizen te kwantificeren. (A) Scout-beelden worden verkregen om het anatomische gebied tussen de aortawortel en de halsslagaders te identificeren. (B) Het MR-angiogram wordt gebruikt om het vaatstelsel te visualiseren en de daaropvolgende scans te plannen. (C) Look-Locker-beelden worden verkregen ter hoogte van de brachiocephalische slagader om de geschikte tijdsvertraging te bepalen om het signaal van het bloed in de daaropvolgende latere gadoliniumversterkingsbeelden (LGE) te neutraliseren. (D) LGE-beelden geven een visuele beoordeling van de verbetering van de vaatwand. (E) T1-kartering wordt gebruikt om de relaxatiesnelheid van de vaatwand te berekenen die indicatief is voor de concentratie gadolinium. (F) De endotheelafhankelijke vaatverwijdende eigenschappen van de vaatwand worden gekwantificeerd na toediening van acetylcholine. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-4
Figuur 4: Beeldsegmentatie en -analyse om de endotheliale permeabiliteit en (dys)functie in de brachiocephalische slagader van atherosclerotische muizen te kwantificeren. (A) De vaatwand wordt handmatig gesegmenteerd op de LGE-beelden om het gebied/volume van contrastopname te kwantificeren. (B) De wand van het vat is gesegmenteerd op de T1-kartering om de relaxatiesnelheid van de wand van het vat T1 te berekenen. (C) De vaatwand gesegmenteerd op de MR-angiogrammen en met de bloedstroom gecodeerde beelden wordt gebruikt om de vaatverwijdende eigenschappen van de vaatwand te bestuderen door de veranderingen in de veranderingen aan het einde van de bloedsomloop te berekenen.
diastolisch lumengebied (of volume) en bloedstroom na toediening van acetylcholine. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-5
Figuur 5: Kwantitatieve beeldvorming van endotheliale permeabiliteit en (dys)functie (qMETRIC) bij atherosclerotische muizen. (A) LGE-beelden en R1-relaxatiekaarten tonen een verhoogde opname van het albumine-bindende contrastmiddel in de vaatwand tijdens de progressie van atherosclerose en de verbetering na behandeling met statines. Beeldvormingsgegevens worden bevestigd door de accumulatie van Evan's blauwe kleurstof, een albuminebindende kleurstof, ex vivo. (B) Veranderingen in de vaatverwijdende eigenschappen van de vaatwand, als reactie op toediening van acetylcholine, maken kwantificering van endotheelafhankelijke vasodilatatie mogelijk. Controlevaten vasodileren, terwijl atherosclerotische vaten vasoconstrictief zijn als reactie op acetylcholine, wat wijst op endotheelschade. Behandeling met statine verbetert de endotheelschade. De termen "weken" en "HFD" in de figuur staan respectievelijk voor "weken" en "vetrijk dieet". Deze figuur is gewijzigd ten opzichte van Phinikaridou, A. et al.5. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Scannen / VolgordeAcquisitie parameters
Scout / pilot scan3D, snelle gradiënt echo
Transversaal: FOV = 50 mm x 27 mm x 14 mm, matrix = 96 x 52, in-plane resolutie = 0,5 mm x 0,5 mm, plakdikte = 0,5 mm, TR/TE = 15/6,1 ms, fliphoek = 30°, gemiddelden = 1
Coronaal: FOV = 200 mm x 102 mm x 14 mm, matrix = 336 x 173, resolutie in het vlak = 0,5 mm x 0,5 mm, plakdikte = 0,5 mm, TR/TE = 12/6 ms, fliphoek = 30°, gemiddelden = 1
MRA-scan3D snelle gradiëntecho, FOV = 30 mm x 30 mm x 8 mm, matrix = 200 x 200, resolutie in het vlak = 0,15 mm x 0,15 mm, plakdikte = 0,5 mm, TR/TE = 15/6,1 ms, fliphoek = 40°, gemiddelden = 1
Look-Locker scan2D snelle gradiëntecho, FOV = 30 mm x 30 mm, matrix = 80 x 80, resolutie in het vlak = 0,38 mm x 0,38 mm, plakdikte = 2 mm, TR/TE = 19/8,6 ms, TR tussen volgende IR-pulsen = 1000 ms en fliphoek = 10°, gemiddeld = 1.
LGE-scan3D snelle gradiëntecho, FOV = 30 mm x 30 mm x 8 mm, matrix = 304 x 304, resolutie in het vlak = 0,1 mm x 0,1 mm, gemeten plakdikte = 0,5 mm, plakjes = 32, TR/TE = 28/8 ms, TR tussen volgende IR-pulsen = 1000 ms, en flip-hoek = 30°, gemiddelden = 1.
T1 mapping scan3D snelle gradiëntecho, FOV = 36 mm x 22 mm x 8 mm, matrix = 192 x 102, resolutie in het vlak = 0,18 mm x 0,22 mm, gemeten plakdikte = 0,5 mm, plakjes = 16, TR/TE = 9,6/4,9 ms, fliphoek = 10°, gemiddelden = 1.
Fasecontrastangiografie scan2D, snelle gradiëntecho, FOV = 40 mm x 23 mm, matrix = 132 x 77, resolutie in het vlak = 0,3 mm x 0,3 mm x 1 mm, TR/TE = 9,8/4,9 ms, fliphoek = 30°, hartfasen = 14, gemiddelden = 6, stroomsnelheid (voet-hoofdrichting) = 30 cm/s.

TABEL 1: Parameters voor MRI-acquisitie

Discussion

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Het bepalen van de vasculaire endotheliale gezondheid is een aantrekkelijke beeldvormende biomarker die mogelijk kan worden gebruikt om atherosclerotisch gerelateerd risico te diagnosticeren en om behandelingseffecten te monitoren. Het hier beschreven qMETRIC-protocol kan worden gebruikt om endotheliale permeabiliteit/lekkage en (dys)functie reproduceerbaar te kwantificeren in een uitgebreid, snel en klinisch toepasbaar MRI-protocol. Een dergelijke benadering kan een eenvoudiger alternatief of aanvullend hulpmiddel bieden voor bestaande DCE-MRI-protocollen voor het kwantificeren van endotheliale permeabiliteit. Het kan ook een niet-invasief hulpmiddel zijn voor directe beoordeling van de endotheliale (dys)functie in vaatbedden, zoals de kransslagaders en halsslagaders, in plaats van invasieve technieken of surrogaatmetingen te gebruiken in perifere slagaders die minder ernstig worden aangetast door de ziekte. Door de endotheliale permeabiliteit met deze methode te meten, kunnen de aorta, de aortaboog en de brachiocephalische en halsslagaders worden bestreken met een hoge ruimtelijke resolutie (0,1 mm voor de LGE-beelden en 0,22 mm voor T1-mapping) die cruciaal is voor nauwkeurige segmentatie van de vaatwand bij knaagdieren. Analyse van de beelden kan worden uitgevoerd met behulp van een open-source platform en vereist slechts een eenvoudige segmentatie van de vaatwand zonder dat er complexe farmacokinetische modellering nodig is. Belangrijk is dat dit protocol kan worden aangepast om te worden gebruikt in een aantal verschillende in de handel verkrijgbare scanners en kan worden uitgebreid om te worden gebruikt in verschillende diermodellen en ook bij mensen. Hoewel dit protocol de methodologie beschrijft met behulp van een klinische scanneropstelling, kunnen de MRI-protocollen ook worden geïmplementeerd bij het gebruik van high-field scanners voor kleine dieren. Deze scanners bieden vaak inversieherstel-, T1-mapping- en angiografieprotocollen die kunnen worden gebruikt of geprogrammeerd in samenwerking met de scannerfabrikanten.

Om nauwkeurige en reproduceerbare resultaten te verkrijgen, moet bijzondere aandacht worden besteed aan enkele kritieke stappen van het protocol. Ten eerste zijn bij het afbeelden van kleine dieren in een klinische scanner geschikte en op maat gemaakte ontvangstspoelen nodig om de signaal-ruisverhouding te maximaliseren voor een hoge beeldkwaliteit. De positionering van het dier op de spoel is ook cruciaal, het vermijden van scheiding en met lucht gevulde ruimtes tussen het dier en de spoel om de signaal-ruisverhouding te verbeteren. Om deze reden moet het anatomische interessegebied in het midden van de spoel worden geplaatst en vervolgens naar het isocentrum van de magneet worden verplaatst om ze met maximale homogeniteit bloot te stellen aan het magnetische veld. Ten tweede is een stabiel, sterk en nauwkeurig ECG-signaal van het grootste belang voor betrouwbare beeldvorming. Dit is belangrijk voor een consistente excitatie van de magnetisatie en de timing van het beeldacquisitievenster op specifieke tijdstippen en voor het verkrijgen van nauwkeurige tijdopgeloste beelden die de einddiastolische fase voor de functionele test bevatten. Elektroden op basis van pads of naalden voor kleine dieren zijn geschiktere opties bij gebruik bij scanners met een hogere veldsterkte, die beter zijn afgeschermd in vergelijking met klinische scanners. Wanneer deze opties worden gebruikt bij klinische veldscanners, moeten de ECG-kabels worden samengetrokken om de vorming van resonantiecircuits op de MRI Lamour-frequentie te voorkomen die het ECG-signaal tijdens de pulssequentie kunnen verslechteren. Als alternatief stellen we het gebruik van de ECG-module en pads voor die worden gebruikt voor menselijke scans met aanpassing van de padgrootte aan die van de muispoot en extra stabilisatie van de pads met tape om de geleidbaarheid te verbeteren. Ten derde is het bij het verkrijgen van LGE-beelden terwijl het contrastmiddel nog in de bloedbaan circuleert, van cruciaal belang om de juiste nullingtijd te kiezen om de bloedpool efficiënt te onderdrukken om de vaatwand af te bakenen. Een Look-locker-sequentie moet vóór elke LGE-sequentie worden uitgevoerd en de inversievertragingstijd moet dienovereenkomstig worden aangepast. Ten vierde, voor een nauwkeurige en nauwkeurige T1-kartering met behulp van een aangepaste look-locker inversion recovery (MOLLI)-sequentie, moet het voorgestelde beeldacquisitieschema worden geïmplementeerd om een reeks inversievertragingen te dekken die zich uitstrekken van ten minste 20 ms tot 2000 ms om de korte en lange T1-soorten vast te leggen. Ten slotte moeten er strenge en strikte criteria worden toegepast op de segmentatie van MRI-gegevens om vertekeningen binnen en/of tussen waarnemers in de berekeningen van de oppervlakte/volume en de T1-waarde te voorkomen.

In tegenstelling tot DCE-MRI levert de hier beschreven procedure geen kinetische gegevens op van het in- en uitwassen van het contrastmiddel in de vaatwand. Het biedt eerder een momentopname van de endotheliale permeabiliteit op een specifiek tijdstip na injectie van het albuminebindende contrastmiddel, gadofosveset. De geëxtraheerde kwantitatieve gegevens van deze tijdstippen waren echter sterk gecorreleerd met andere albuminekleurstoffen, zoals de blauwe kleurstof van Evan, die wordt beschouwd als een gouden standaard voor het meten van endotheliale permeabiliteit en een grotere breedte van de endotheliale gap-junction. Mechanistisch gezien zijn zowel de albuminegebonden als de ongebonden fractie van gadofosveset klein genoeg om door breuken in de endotheliale juncties te gaan en tot MRI-signaalversterking te leiden. Bovendien is het mogelijk dat de ongebonden fractie ook bindt aan intraplaque albumine nadat het de vaatwand is binnengekomen en resulteert in signaalversterking. Er werd waargenomen dat de relaxiviteit van de vaatwand r1≈17 mmol/l/s is, wanneer gadofosveset in een klinische dosis wordt geïnjecteerd. Deze waarde ligt dichter bij de waarde die wordt gerapporteerd voor de albuminegebonden fractie (r1≈25 mmol/l/s) in vergelijking met de vrije fractie (r1≈6,6 mmol/l/s)5,29.

Toekomstige toepassingen van deze beeldvormingsmethode omvatten fundamentele wetenschappelijke studies in verschillende diermodellen en andere arteriële segmenten en het gebruik van deze methode om te beoordelen op biologische reacties op bestaande of nieuwe farmaceutische middelen. Studies kunnen zowel cross-sectioneel als longitudinaal worden uitgevoerd om respectievelijk mechanistische en uitkomstgegevens te verzamelen. De eenvoudige workflow maakt deze aanpak toegankelijk en klinisch toepasbaar voor gebruik bij mensen. Aanpassing van deze methode voor het in beeld brengen van de menselijke halsslagader en perifere slagaders is op handen, maar de toepassing van deze methode voor het in beeld brengen van de kransslagaders vereist verdere vooruitgang op het gebied van beeldacquisitie, reconstructie en bewegingscorrectie die momenteel worden ontwikkeld30,31.

Disclosures

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

De auteurs hebben niets te onthullen.

Acknowledgements

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

We zijn dankbaar voor de financiering van de: (1) British Heart Foundation (AP Early Career Development Fellowship, Projectsubsidie-PG/2019/34897 en RMB-project- en programmasubsidies PG/10/044/28343, RG/12/1/29262 en RG/20/1/34802); (2) het King's BHF Centre for Research Excellence RE/18/2/34213; (3) het Wellcome EPSRC Centre for Medical Engineering (NS/A000049/1); (4) het ministerie van Volksgezondheid via het National Institute for Health Research (NIHR), de Cardiovascular Health Technology Cooperative (HTC) en het uitgebreide Biomedical Research Centre, toegekend aan Guy's & St Thomas' NHS Foundation Trust in samenwerking met King's College London en King's College Hospital NHS Foundation Trust; (5) Chileens Agentschap voor Onderzoek en Ontwikkeling (ANID) - Millennium Science Initiative Program - NCN17_129 en FONDECYT 1180525.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
AcetylcholineSigma AldrichA6625- 100G, 16.6 mg/kg
Anesthesia equipmentGeneral Anesthetic ServicesGeneral Anesthetic Services
Circulating heating pumpThermoFisher Scientific, USABOM: 152510101
ECG conductive gel (Nuprep)Waever and Company, USA10-30-T
ECG monitoring moduleInvivo, USAREF 0700-1002
Gadofosveset trisordium (Vasovist/ Ablavar)Lantheus Medical Imaging Inc, North Billerica, MA, USA0.03 mmol/kg
High fat dietSpecial Diets Services, Witham, UK21% fat from lard, 0.15% (wt/wt) cholesterol
Induction boxVet Tech Solutions LTD
Insulin syringesBD Biosciences0.5 mL, 29 G
OsirixX softwareOsiriX Foundation, Geneva, SwitzerlandOpen-source platform
Philips Achieva MRI Scanner (3 Tesla)Philips Healthcare, Best, The NetherlandsEquipped with a clinical gradient system (30 mT m-1, 200 mT m-1 ms-1)
Single–loop surface microscopy receiver coilPhillips HamburgDiameter = 23 mmCustom built

References

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Defining and setting national goals for cardiovascular health promotion and disease reduction: The American heart association's strategic impact goal through 2020 and beyond. Circulation. 121 (4), 586-613 (2010).">Lloyd-Jones, D. M., et al. Defining and setting national goals for cardiovascular health promotion and disease reduction: The American heart association's strategic impact goal through 2020 and beyond. Circulation. 121 (4), 586-613 (2010).
  2. Role of endothelial dysfunction in atherosclerosis. Circulation. 109 (23), Suppl 1 27-32 (2004).">Davignon, J., Ganz, P. Role of endothelial dysfunction in atherosclerosis. Circulation. 109 (23), Suppl 1 27-32 (2004).
  3. Paradoxical vasoconstriction induced by acetylcholine in atherosclerotic coronary arteries. New England Journal of Medicine. 315 (17), 1046-1051 (1986).">Ludmer, P. L., et al. Paradoxical vasoconstriction induced by acetylcholine in atherosclerotic coronary arteries. New England Journal of Medicine. 315 (17), 1046-1051 (1986).
  4. Plaque-associated endothelial dysfunction in apolipoprotein E-deficient mice on a regular diet. Effect of human apolipoprotein AI. Cardiovascular Research. 59 (1), 189-199 (2003).">Crauwels, H. M., Van Hove, C. E., Holvoet, P., Herman, A. G., Bult, H. Plaque-associated endothelial dysfunction in apolipoprotein E-deficient mice on a regular diet. Effect of human apolipoprotein AI. Cardiovascular Research. 59 (1), 189-199 (2003).
  5. Non-invasive magnetic resonance imaging evaluation of endothelial permeability in murine atherosclerosis using an albumin-binding contrast agent. Circulation. 126 (6), 707-719 (2012).">Phinikaridou, A., et al. Non-invasive magnetic resonance imaging evaluation of endothelial permeability in murine atherosclerosis using an albumin-binding contrast agent. Circulation. 126 (6), 707-719 (2012).
  6. Increased vascular permeability measured with an albumin-binding magnetic resonance contrast agent is a surrogate marker of rupture-prone atherosclerotic plaque. Circulation; Cardiovascular Imaging. 9 (12), (2016).">Phinikaridou, A., et al. Increased vascular permeability measured with an albumin-binding magnetic resonance contrast agent is a surrogate marker of rupture-prone atherosclerotic plaque. Circulation; Cardiovascular Imaging. 9 (12), (2016).
  7. Noninvasive MRI monitoring of the effect of interventions on endothelial permeability in murine atherosclerosis using an albumin-binding contrast agent. Journal of the American Heart Association. 2 (5), 000402(2013).">Phinikaridou, A., Andia, M. E., Passacquale, G., Ferro, A., Botnar, R. M. Noninvasive MRI monitoring of the effect of interventions on endothelial permeability in murine atherosclerosis using an albumin-binding contrast agent. Journal of the American Heart Association. 2 (5), 000402(2013).
  8. Thin-walled microvessels in human coronary atherosclerotic plaques show incomplete endothelial junctions relevance of compromised structural integrity for intraplaque microvascular leakage. Journal of the American College of Cardiology. 53 (17), 1517-1527 (2009).">Sluimer, J. C., et al. Thin-walled microvessels in human coronary atherosclerotic plaques show incomplete endothelial junctions relevance of compromised structural integrity for intraplaque microvascular leakage. Journal of the American College of Cardiology. 53 (17), 1517-1527 (2009).
  9. Carotid artery reactivity to isometric hand grip exercise identifies persons at risk and with coronary disease. Atherosclerosis. 160 (1), 241-248 (2002).">Rubenfire, M., Cao, N., Smith, D. E., Mosca, L. Carotid artery reactivity to isometric hand grip exercise identifies persons at risk and with coronary disease. Atherosclerosis. 160 (1), 241-248 (2002).
  10. Non-invasive assessment of coronary vasodilation using cardiovascular magnetic resonance in patients at high risk for coronary artery disease. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 10, 28(2008).">Nguyen, P. K., Meyer, C., Engvall, J., Yang, P., McConnell, M. V. Non-invasive assessment of coronary vasodilation using cardiovascular magnetic resonance in patients at high risk for coronary artery disease. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 10, 28(2008).
  11. Impaired coronary vasodilation by magnetic resonance angiography is associated with advanced coronary artery calcification. Journal of the American College of Cardiology; Cardiovascular Imaging. 1 (2), 167-173 (2008).">Terashima, M., et al. Impaired coronary vasodilation by magnetic resonance angiography is associated with advanced coronary artery calcification. Journal of the American College of Cardiology; Cardiovascular Imaging. 1 (2), 167-173 (2008).
  12. Non-invasive visualization of coronary artery endothelial function in healthy subjects and in patients with coronary artery disease. Journal of the American College of Cardiology. 56 (20), 1657-1665 (2010).">Hays, A. G., et al. Non-invasive visualization of coronary artery endothelial function in healthy subjects and in patients with coronary artery disease. Journal of the American College of Cardiology. 56 (20), 1657-1665 (2010).
  13. Effect of L-arginine on acetylcholine-induced endothelium-dependent vasodilation differs between the coronary and forearm vasculatures in humans. Journal of the American College of Cardiology. 24 (4), 948-955 (1994).">Hirooka, Y., et al. Effect of L-arginine on acetylcholine-induced endothelium-dependent vasodilation differs between the coronary and forearm vasculatures in humans. Journal of the American College of Cardiology. 24 (4), 948-955 (1994).
  14. Endothelium-dependent flow-mediated vasodilation in coronary and brachial arteries in suspected coronary artery disease. American Journal of Cardiology. 82 (12), 1535-1539 (1998).">Takase, B., et al. Endothelium-dependent flow-mediated vasodilation in coronary and brachial arteries in suspected coronary artery disease. American Journal of Cardiology. 82 (12), 1535-1539 (1998).
  15. Peripheral microvascular function reflects coronary vascular function. Arteriosclerosis Thrombosis and Vascular Biology. 39 (7), 1492-1500 (2019).">Al-Badri, A., Kim, J. H., Liu, C., Mehta, P. K., Quyyumi, A. A. Peripheral microvascular function reflects coronary vascular function. Arteriosclerosis Thrombosis and Vascular Biology. 39 (7), 1492-1500 (2019).
  16. Detection of neovessels in atherosclerotic plaques of rabbits using dynamic contrast enhanced MRI and 18F-FDG PET. Arteriosclerosis Thrombosis and Vascular Biology. 28 (7), 1311-1317 (2008).">Calcagno, C., et al. Detection of neovessels in atherosclerotic plaques of rabbits using dynamic contrast enhanced MRI and 18F-FDG PET. Arteriosclerosis Thrombosis and Vascular Biology. 28 (7), 1311-1317 (2008).
  17. Atherosclerosis: contrast-enhanced MR imaging of vessel wall in rabbit model--comparison of gadofosveset and gadopentetate dimeglumine. Radiology. 250 (3), 682-691 (2009).">Lobbes, M. B., et al. Atherosclerosis: contrast-enhanced MR imaging of vessel wall in rabbit model--comparison of gadofosveset and gadopentetate dimeglumine. Radiology. 250 (3), 682-691 (2009).
  18. MR imaging of adventitial vasa vasorum in carotid atherosclerosis. Magnetic Resonance Medicine. 59 (3), 507-514 (2008).">Kerwin, W. S., Oikawa, M., Yuan, C., Jarvik, G. P., Hatsukami, T. S. MR imaging of adventitial vasa vasorum in carotid atherosclerosis. Magnetic Resonance Medicine. 59 (3), 507-514 (2008).
  19. Vessel wall and adventitial DCE-MRI parameters demonstrate similar correlations with carotid plaque microvasculature on histology. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (4), 1053-1059 (2017).">van Hoof, R. H., et al. Vessel wall and adventitial DCE-MRI parameters demonstrate similar correlations with carotid plaque microvasculature on histology. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 46 (4), 1053-1059 (2017).
  20. Dynamic contrast enhanced (DCE) magnetic resonance imaging (MRI) of atherosclerotic plaque angiogenesis. Angiogenesis. 13 (2), 87-99 (2010).">Calcagno, C., Mani, V., Ramachandran, S., Fayad, Z. A. Dynamic contrast enhanced (DCE) magnetic resonance imaging (MRI) of atherosclerotic plaque angiogenesis. Angiogenesis. 13 (2), 87-99 (2010).
  21. Increasing spatial resolution of 3T MRI scanning improves reproducibility of carotid arterial wall dimension measurements. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology, and Medicine. 27 (3), 219-226 (2014).">van Wijk, D. F., et al. Increasing spatial resolution of 3T MRI scanning improves reproducibility of carotid arterial wall dimension measurements. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology, and Medicine. 27 (3), 219-226 (2014).
  22. Turbo fast three-dimensional carotid artery black-blood MRI by combining three-dimensional MERGE sequence with compressed sensing. Magnetic Resonance Medicine. 70 (5), 1347-1352 (2013).">Li, B., et al. Turbo fast three-dimensional carotid artery black-blood MRI by combining three-dimensional MERGE sequence with compressed sensing. Magnetic Resonance Medicine. 70 (5), 1347-1352 (2013).
  23. Carotid arterial wall MRI at 3T using 3D variable-flip-angle turbo spin-echo (TSE) with flow-sensitive dephasing (FSD). Journal of Magnetic Resonance Imaging. 31 (3), 645-654 (2010).">Fan, Z., et al. Carotid arterial wall MRI at 3T using 3D variable-flip-angle turbo spin-echo (TSE) with flow-sensitive dephasing (FSD). Journal of Magnetic Resonance Imaging. 31 (3), 645-654 (2010).
  24. Signal-to-noise ratio, contrast-to-noise ratio and pharmacokinetic modeling considerations in dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging. Magnetic Resonance Imaging. 30 (9), 1313-1322 (2012).">Li, X., Huang, W., Rooney, W. D. Signal-to-noise ratio, contrast-to-noise ratio and pharmacokinetic modeling considerations in dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging. Magnetic Resonance Imaging. 30 (9), 1313-1322 (2012).
  25. The influence of temporal resolution in determining pharmacokinetic parameters from DCE-MRI data. Magnetic Resonance Medicine. 63 (3), 811-816 (2010).">Heisen, M., et al. The influence of temporal resolution in determining pharmacokinetic parameters from DCE-MRI data. Magnetic Resonance Medicine. 63 (3), 811-816 (2010).
  26. Scan-rescan reproducibility of quantitative assessment of inflammatory carotid atherosclerotic plaque using dynamic contrast-enhanced 3T CMR in a multi-center study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 16, 51(2014).">Chen, H., et al. Scan-rescan reproducibility of quantitative assessment of inflammatory carotid atherosclerotic plaque using dynamic contrast-enhanced 3T CMR in a multi-center study. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 16, 51(2014).
  27. Reproducibility of black blood dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging in aortic plaques of atherosclerotic rabbits. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 32 (1), 191-198 (2010).">Calcagno, C., Vucic, E., Mani, V., Goldschlager, G., Fayad, Z. A. Reproducibility of black blood dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging in aortic plaques of atherosclerotic rabbits. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 32 (1), 191-198 (2010).
  28. Non-invasive imaging of endothelial damage in patients with different HbA1c levels: A proof-of-concept study. Diabetes. 68 (2), 387-394 (2019).">Engel, L. C., et al. Non-invasive imaging of endothelial damage in patients with different HbA1c levels: A proof-of-concept study. Diabetes. 68 (2), 387-394 (2019).
  29. The interaction of MS-325 with human serum albumin and its effect on proton relaxation rates. Journal of the American Chemical Society. 124 (12), 3152-3162 (2002).">Caravan, P., et al. The interaction of MS-325 with human serum albumin and its effect on proton relaxation rates. Journal of the American Chemical Society. 124 (12), 3152-3162 (2002).
  30. Motion-corrected 3D whole-heart water-fat high-resolution late gadolinium enhancement cardiovascular magnetic resonance imaging. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 22 (1), 53(2020).">Munoz, C., et al. Motion-corrected 3D whole-heart water-fat high-resolution late gadolinium enhancement cardiovascular magnetic resonance imaging. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance. 22 (1), 53(2020).
  31. 3D whole-heart isotropic-resolution motion-compensated joint T1 /T2 mapping and water/fat imaging. Magnetic Resonance Medicine. 84 (6), 3009-3026 (2020).">Milotta, G., et al. 3D whole-heart isotropic-resolution motion-compensated joint T1 /T2 mapping and water/fat imaging. Magnetic Resonance Medicine. 84 (6), 3009-3026 (2020).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Tags

Quantitative MRIEndothelial PermeabilityEndothelial DysfunctionAtherosclerosis ImagingLate Gadolinium EnhancementMOLLI T1 MappingAlbumin Binding ProbeBrachiocephalic ArteryBlood Flow SequencesVessel Wall Segmentation
Video Coming Soon

Related Articles